Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Engineering
Click here for the English version

Engineering

Mikrofluidisk anordning för separation av icke-metastatiska (MCF-7) och icke-tumör (MCF-10A) bröstcancerceller med AC-dielektrofores

Published: August 11, 2022 doi: 10.3791/63850
Automatic Translation
1, 2, 3, 4,5
1Department of Biomedical Engineering, Foundation University Islamabad, 2College of Medical Technology, The Islamic University Najaf, 3Faculty of Mechanical Engineering, University of Tabriz, 4Department of Engineering Mathematics, University of Bristol, 5School of Life Sciences, University of Warwick

Summary

Bröstcancerceller uppvisar olika dielektriska egenskaper jämfört med icke-tumörbröstepitelceller. Det har antagits att de två populationerna, baserat på denna skillnad i dielektriska egenskaper, kan separeras för immunterapiändamål. För att stödja detta modellerar vi en mikrofluidisk enhet för att sortera MCF-7- och MCF-10A-celler.

Abstract

Dielektroforetiska anordningar kan detektera och manipulera cancerceller på ett etikettfritt, kostnadseffektivt, robust och exakt sätt med hjälp av principen om polarisering av cancercellerna i provvolymen genom att applicera ett externt elektriskt fält. Denna artikel visar hur en mikrofluidisk plattform kan användas för kontinuerlig sortering med hög genomströmning av icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) med hjälp av hydrodynamisk dielektrofores (HDEP) från cellblandningen. Genom att generera ett elektriskt fält mellan två elektroder placerade sida vid sida med ett mikronstort gap mellan dem i ett HDEP-mikrofluidiskt chip, kan icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) skjutas bort och uppvisa negativ DEP inuti huvudkanalen, medan de icke-metastatiska bröstcancercellerna följer sin kurs opåverkade när de suspenderas i cellmedium på grund av att de har konduktivitet högre än membranledningsförmågan. För att demonstrera detta koncept utfördes simuleringar för olika värden av medelledningsförmåga, och sortering av celler studerades. En parametrisk studie genomfördes och en lämplig cellblandningsledningsförmåga visade sig vara 0,4 S/m. Genom att hålla medelledningsförmågan fixerad fastställdes en adekvat växelströmsfrekvens på 0,8 MHz, vilket gav maximal sorteringseffektivitet genom att variera den elektriska fältfrekvensen. Med hjälp av den demonstrerade metoden, efter val av lämplig cellblandningssuspensionsmediumledningsförmåga och frekvens för den applicerade AC, kan maximal sorteringseffektivitet uppnås.

Introduction

En malign tumör som utvecklas i och runt bröstvävnaden är en vanlig orsak till bröstcancer hos kvinnor över hela världen och orsakar ett kritiskt hälsoproblem1. Brösttumörer före metastasering kan behandlas genom kirurgi om de upptäcks i ett tidigt skede, men om de ignoreras kan de få allvarliga konsekvenser för patientens liv genom att sprida sig till lungorna, hjärnan och benen. De behandlingar som erbjuds i senare skeden, såsom strålning och kemikaliebaserade terapier, har allvarliga biverkningar2. Nya studier har rapporterat att en tidig diagnos av bröstcancer minskar dödligheten med 60%3. Därför är det absolut nödvändigt att arbeta mot personliga metoder för tidig upptäckt. För detta ändamål har forskare som arbetar inom olika vetenskaps- och teknikområden använt mikrofluidik för att utveckla enheter för tidig diagnos av bröstcancer4. Dessa metoder inkluderar mikrokromatografi med cellaffinitet, magnetaktiverade mikrocellsorterare, storleksbaserad infångning och separation av cancerceller och dielektrofores på chip (DEP)5,6. Dessa mikrofluidiska tekniker som rapporteras i litteraturen möjliggör exakt cellmanipulation, realtidsövervakning och sortering av väldefinierade prover, som fungerar som ett mellansteg i många diagnostiska och terapeutiska tillämpningar5. Integrationen av dessa sorteringsmekanismer med mikrofluidik erbjuder flexibel och tillförlitlig manipulation av målcellerna 7,8,9,10. En av de främsta fördelarna med en sådan integration är förmågan att arbeta med vätskeprover i nano till mikrolitervolymer och även att kunna manipulera provvätskans elektriska egenskaper. Genom att justera konduktiviteten hos suspenderande vätskan inuti mikrofluidiska anordningar kan de biologiska cellerna sorteras baserat på deras storlekar och skillnader i deras dielektriska egenskaper11,12.

Bland dessa tekniker är on-chip DEP ofta att föredra eftersom det är en etikettfri cellsorteringsteknik som utnyttjar de biologiska provernas elektriska egenskaper. DEP har rapporterats manipulera bioprover som DNA 13, RNA 14, proteiner 15, bakterier 16, blodkroppar17, cirkulerande tumörceller (CTC)18 och stamceller 19. Mikrofluidiska anordningar som använder DEP för sortering av biologiska prover har rapporterats utförligt i litteratur20. Reservoarbaserade DEP-mikrofluidiska (rDEP) anordningar för sortering av livskraftiga och icke-livskraftiga jästceller har rapporterats som skyddar cellerna från de negativa effekterna av elektrokemiska reaktioner21,22. rapporterade en castellerad mikrofluidisk cellsorterare som separerade röda blodkroppar från blodplättar med en effektivitet på 97%23. On-chip DEP-enheter med asymmetriska öppningar och inbäddade elektroder har också rapporterats sortera livskraftiga och icke-livskraftiga celler24. modifierade den castellerade mikrofluidiska cellsorteraren genom att införa två matriser av mikroelektroder på båda sidor av kanalen25,26. Detta hjälpte till att fokusera cellerna i mitten av kanalen. presenterade en DEP-baserad mikrofluidisk enhet för att separera och koncentrera MCF7-bröstcancerceller från leukocyter27. De rapporterade en effektivitet för att extrahera MCF7-celler från leukocyter mellan 74% -98% med en frekvens på 1 MHz och en applicerad spänning som sträcker sig från 10-12 Vpp. Tilläggstabell 1 representerar en kvalitativ och kvantitativ jämförelse mellan de DEP-baserade mikrofluidiska sorteringsanordningarna baserat på deras design, elektrodkonfiguration och driftsparametrar (tillämpad frekvens och spänning).

På senare tid har forskare försökt mäta skillnaderna i det dielektriska beteendet hos bröstepitelceller (MCF-10A) och icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF-7) inuti ett mikrofluidiskt chip28,29. karakteriserade också de dielektriska svaren hos olika cancercellinjer med hjälp av en öppen koaxial sondteknik med frekvenser mellan 200 MHz och 13.6 GHz30. Dessa skillnader i de dielektriska svaren hos MCF-7 och MCF-10A cellinjer kan utnyttjas för att separera dem under körning och kan leda till utveckling av personliga diagnosanordningar i tidigt skede.

I den här artikeln simulerar vi den kontrollerade sorteringen av icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) med hjälp av AC-dielektrofores. Förändringsområdet i det elektriska fältet påverkar sorteringen inuti det mikrofluidiska chipet. Den föreslagna tekniken är enkel att implementera och möjliggör integration av sorteringstekniken i olika mikrofluidiska chiplayouter. Simuleringar av beräkningsvätskedynamik (CFD) utfördes för att studera separationen av icke-metastatiska bröstcancerceller och icke-tumörbröstepitelceller genom att variera konduktiviteten hos det vätskemedium i vilket celler suspenderades. I dessa simuleringar visas att genom att hålla konduktiviteten konstant och genom att ändra den tillämpade frekvensen kan separationen av cancerceller och friska celler kontrolleras.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

OBS: Protokollet här använder COMSOL, en multifysiksimuleringsprogramvara, för att simulera kontrollerad sortering av icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) med AC-dielektrofores.

1. Chipdesign och parameterval

  1. Öppna multifysikprogramvara och välj Tom modell. Högerklicka på de globala definitionerna och välj Parametrar. Importera parametrarna i tabell 1 till globala definitioner som en textfil eller ange värdena individuellt.
  2. Välj Lägg till komponent på startfliken och lägg till en 2D-komponent. Högerklicka på geometri och importera modellfilen genom att dubbelklicka på filen.
  3. Välj ett tomt material och använd materialegenskaperna från tabell 1.
  4. Välj Lägg till fysik på startfliken och skriv AC/DC. Under AC / DC-noden väljer du elektriska strömmar som fysik under undernoden av elektriska fält och strömmar.
  5. Högerklicka på den elektriska strömmen och välj undernoderna Strömbesparing, Isolera och Elektrisk potential för att isolera kanalväggarna för att tilldela elektroderna potential .
  6. Välj Lägg till fysik på startfliken och under noden Vätskeflöde väljer du Krypande flödesfysik under undernoden till Enfasflöde. Högerklicka på Enfasflöde och återge chipgränserna som väggar med hjälp av undernoden Vägg .
  7. Högerklicka på Enfasflöde och lägg till två inloppsundernoder och en utloppsundernod.
  8. Tilldela inloppen med hjälp av inloppsundernoden och använd normal i flödeshastighet som gränsvillkor. Tilldela uttaget med hjälp av utloppsundernoden.
  9. Välj Lägg till fysik på startfliken och under noden Flödesflöde väljer du Partikelspårningsflödesfysik under undernoden för Partikelspårning.
  10. Högerklicka på partikelspårningsnoden och lägg till undernodernas vägg, undernoder för tvåpartikelegenskap , två inloppsundernoder, en utloppsundernod, två dielektroforeskraftundernoder och en dragkraftsundernod.
    1. Ange partikelegenskaper för både MCF-7- och MCF-10A-celler med hjälp av undernoden Partikelegenskaper. Välj partikelegenskaper från parametrar under avsnittet Global definition.
    2. Lägg till undernoden Drag Force för att tilldela den dielektroforetiska kraften till båda typerna av celler.
    3. Lägg till partikelegenskaper i det här fallet från parameteravsnittet. Lägg till shell-undernoden för att modellera däggdjursceller.
  11. På startfliken väljer du Lägg till nät och väljer Fint nät. Välj Skapa nät på startfliken för att skapa ett nät.
  12. Från hemfliken klickar du på Lägg till studie för att lägga till tre studiesteg. Studie Steg 1 är för att simulera ett frekvenssvar; använd en frekvensdomänundernod .
    1. Om du vill simulera krypande flöde väljer du en nod för stationär studie . Lägg till två tidsberoende steg för att simulera förhållanden med dielektroforetisk kraft och utan dielektroforetisk kraft.
    2. För det inget dielektroforetiska tillståndet väljer du Fysik och variabelval, markerar rutan Ändra modellkonfiguration för studiesteget och inaktiverar det dielektroforetiska steget. För dielektroforetiska förhållanden, inaktivera inte. Spara filen och tryck på Beräkna för att simuleringen ska köras.
      OBS: Det mikrofluidiska chipet utformat för sortering av icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) har två separata inlopp för cellblandningsflöde respektive för hydrodynamisk flödesfokusering med bredder på 20 μm respektive 40 μm, som visas i kompletterande figur 1 och kompletterande figur 2.
    3. Tilldela frekvens (f0) under undernoden Frekvensdomän och spänning med hjälp av undernoden Elektrisk potential till hyvelelektroderna (295 μm i bredd) placerade längs sorteringskammarens övre sidovägg. Vid utloppet, använd "frys" väggförhållandet för att visualisera de sorterade partiklarna.

2. Matematisk modell och beräkningsanalys

  1. Verifiera driftsparametrarna för att separera icke-metastatiska bröstcancerceller och icke-tumörbröstepitelceller inuti mikrofluidikenheten genom att ställa in en CFD-studie (beräkningsvätskedynamisk).
    OBS: Multifysikprogramvara (AC / DC, Microfluidics och Particle Tracking-moduler) användes för detta ändamål. De styrande ekvationerna och den teoretiska bakgrunden ges i detalj i tilläggsfil 1. Modellen testades med hjälp av de dielektriska egenskaperna hos icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) som rapporterats i litteratur31,32, som sammanfattas i tabell 1.
  2. Utför CFD-simuleringarna genom att införa icke-metastaserande bröstcancer (MCF7) och icke-tumörbröstepiteliala (MCF-10A) cellinjer med ett förhållande på 1: 1 vid cellblandningsinloppet.
    1. Utför inledningsvis en nätoberoende studie för att optimera maskstorleken för simuleringarna33.
      OBS: En mesh-oberoende studie utfördes för att hitta den bästa lösningen för driftsparametrarna. En uppsättning med fem olika maskstorlekar valdes för att kvantifiera bästa möjliga elementstorlek för konvergensen av lösningen. Det observerades att när det totala antalet element som definierar ett nät var 635 (grövre maska), som visas i tilläggsfigur 3A, var sorteringseffektiviteten som lägst, med några av MCF7-cellerna som rörde sig till bottenutloppet, som visas i kompletterande figur 3B. När maskstorleken ökades till fin ökade också antalet element som definierade nätet till 2 288. Sorteringseffektiviteten var maximalt i detta fall, med både MCF7- och MCF-10A-celler som rörde sig mot sina respektive uttag. Det finare nätet simulerades också, och antalet element som definierade nätet ökade till 3 188. Sorteringseffektiviteten förblev opåverkad bortom denna punkt. Därför kan vi säkert säga att finmaskig storlek fungerar bäst i vårt fall.
    2. Lös två uppsättningar CFD-studier.
    3. För den första uppsättningen högerklickar du på studie 1 och lägger till undernoden Parametric Sweep . Tryck på + -tecknet för att lägga till vätskemediumledningsförmåga "σm" som svepvariabel. Utför en parametrisk svepstudie för vätskemediets konduktivitet σ m från 0,01 S / m till 2,5 S /m , vilket håller den applicerade frekvensen, f (Hz), konstant vid ett värde av 800 kHz.
    4. För den andra uppsättningen, genomför en parametrisk svepstudie genom att variera den applicerade växelströmsfrekvensen från 100 kHz till 100 MHz samtidigt som ledningsförmågan hos vätskemediet, σ m, hålls fixerad vid 0,4 S /m för varje fall. Detta σm-värde valdes baserat på resultaten från den första CFD-studien eftersom en maximal separation mellan MCF-7 och MCF-10A observerades vid detta värde.
    5. Styrkan hos dielektroforeskraften (DEP), FDEP (-), utövad på en dielektrisk sfärisk partikel i ett ledande medium ges av ekvation 1T34:
      FDep Equation 1 [1]
      Använd ekvation 1 under undernoden dielektroforetisk kraft. I ekvation 1 visar r radien för den partikel på vilken FDEPappliceras; K (-) är känd som Clausius-Mossotti-faktorn; εm(-) visar mediets dielektriska permittivitet; och E(V/m) är rotens genomsnittliga kvadratvärde för det elektriska fältet.
    6. Använd ekvation 2 för en sfärisk partikel under undernoden dielektroforetisk kraft.
      Equation 2[2]
      I ekvation 2 Equation 3 visar (-) den komplexa permittiviteten hos partikeln på vilken DEP-kraften appliceras; Equation 4 (-) visar den komplexa permittiviteten hos vätskan som omger partikeln. Den komplexa permittiviteten Equation 3 och Equation 4 definieras enligt följande35:
    7. Använd ekvation 3 för en sfärisk partikel under undernoden dielektroforetisk kraft:
      Equation 6[3]
      I ekvation 3 visar εp (-) den verkliga delen av partikelns komplexa permittivitet; εm (-) visar den verkliga delen av den komplexa permittiviteten hos vätskan som omger partikeln; σp (S/m) visar partikelledningsförmågan; σ m (S/m ) visar konduktiviteten hos mediet som omger partikeln; och ω (Hz) är frekvensen för det applicerade elektriska fältet.
      OBS: Tecknet på Re (K) bestämmer polariteten hos FDEP. Om tecknet på Re(K) är negativt, upplever partikeln en negativ dielektroforetisk kraft (nDEP); I motsats till detta, om tecknet på Re (K) är positivt, innebär det en positiv dielektroforetisk kraft (pDEP). För Clausius-Mossotti-faktorn (K) ligger variationen inom intervallet -1 till 1.
  3. Använd en modifierad form av ekvation 3 för att modellera biologiska celler som däggdjursceller, som är mer komplexa och har en flerskiktad struktur.
    K (Equation 7) = Equation 8 [4]
    I ekvation 4 Equation 9 innehåller (-) både cytoplasmans Equation 10 komplexa permittivitet, (-) och cellmembranets komplexa permittivitet, Equation 11 (-), och ges enligt följande:36
  4. Använd ekvation 5 för att lösa ""Equation 12:
    Equation 13[5]
    I ekvation 5 visar R-cyto (m) och Rmem (m) radien för cellcytoplasman respektive cellmembranet.
  5. Använd sedan ekvation 4 för att plotta Re (K) som en funktion av det applicerade elektriska fältet för både cancer och friska celler. Beräkna den verkliga delen av Clausius-Mossotti (CM) -faktorn, Re (K), för att kvantifiera den dielektroforetiska kraften (DEP) som partikeln upplever.
  6. Högerklicka på noden Resultat, lägg till undernoden Partikelutvärdering och skriv fpt.deff1.K i uttrycksavsnittet för att plotta CM-faktorn för partikel 1 och fpt.deff2.K för partikel 2.
    OBS: Alla protokollsteg som anges i huvudtexten kan ses i protokollvideon (Video 1).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Undersöka de optimala driftsparametrarna för effektiv DEP-baserad sortering av icke-metastaserande bröstcancerceller (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A)
För att uppnå en framgångsrik separation av icke-metastatisk bröstcancer (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) med divergerande dielektriska egenskaper när de genomgår dielektrofores, bör deras K-faktorer särskiljas genom att hålla den applicerade frekvensen fixerad37,38. Kvantifieringen av de dielektriska svaren hos icke-metastatiska bröstcancerceller och icke-tumörbröstepitelceller under ett applicerat elektriskt fält och beräkningen av "K" -faktorn som en funktion av den applicerade frekvensen för båda cellinjerna uppnåddes genom att använda ekvation 4. Resultaten som visas i figur 1 genererades genom att hålla alla dielektriska parametrar för de icke-metastatiska bröstcancercellerna och icke-tumörbröstepitelcellerna fixerade medan den applicerade frekvensen för det elektriska fältet varierades för tre olika värden för konduktivitet hos cellsuspensionsmediet, σm.

Som visas i figur 1 ligger värdet på K i varje enskilt fall inom intervallet -1 till 1, i linje med tidigare studier39,40. Icke desto mindre förändras diagrammet för verkliga (K) kontra frekvensen för både icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) enligt värdet på mediumledningsförmågan (σm). Resultaten som visas i figur 1 överensstämmer med en nyligen genomförd studie där effekten av σm på Re (K) för MCF-7-celler kvantifierades41.

Figure 1
Figur 1: Clausius-Mossotti faktor. Den verkliga delen av Clausius-Mossotti-faktorn, K, plottad som en funktion av frekvensen, för MCF-7- och MCF-10A-celler suspenderade i ett medium som kännetecknas av en konduktivitet av (A) σ m = 0,01 S /m ; B) σ m = 0,4 S/m . (C) σ m = 1,2 S/m . Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figur 1 ritades med hjälp av MyDEP-verktyget för tre olika σm-värden, vilket behöll och varierade den tillämpade AC-frekvensen från 100 kHz till 100MHz. Ursprungligen valdes σ m till 0,01 S/m, och den tillämpade växelströmsfrekvensen varierades mellan 100 kHz och 100 MHz, vilket visas i figur 1A. Vid en tillämpad växelströmsfrekvens på 100 kHz visade sig värdet på Re (K) för MCF-10A-celler vara 0,82, vilket innebär att de upplever positiv dielektrofores (pDEP) och bör röra sig mot ett område med hög elektrisk fältstyrka. På samma sätt upplever MCF-7-cellerna vid 100 kHz också pDEP med ett Re (K) -värde på 0,76. Frekvensen ökades i steg om 100 kHz, och värdet på CM-faktorn för båda celltyperna förblev på den positiva sidan genom hela det applicerade frekvensspektrumet. Genom att hålla alla andra driftsparametrar konstanta ökades mediets konduktivitet till 0,4 S/m för att plotta Re(K), som visas i figur 1B. MCF-10A och MCF-7 visade negativt dielektroforesbeteende (nDEP) med Re(k)-värden på -0,46 respektive -0,31 vid 100 kHz. När frekvensen ökades till 0,8 MHz förändrades DEP-svaret för MCF-10-celler, och de upplevde pDEP med ett Re (K) -värde på 0,014. Detta beteende hos MCF-7-celler orsakas av Maxwell-Wagner-polarisationen vid gränssnittet mellan cellmembranet och det omgivande cellsuspensionsmediet39,41. Den frekvens där denna förändring i DEP-responsen observeras kallas cross-over-frekvensen, vilket visas i figur 1A42,22. MCF-7-cellerna, i detta fall, upplevde nDEP. Frekvensen ökades ytterligare upp till 100 MHz, men båda celltyperna ändrade inte sitt DEP-beteende och förblev därför opåverkade av variationerna i den applicerade elektriska fältfrekvensen. När konduktiviteten ökades till 1,2 S/m upplevde MCF-10A- och MCF-7-cellerna nDEP vid 100 kHz. Re(k)-värdena för MCF-10A- och MCF-7-celler var i detta fall -0,49 respektive -0,43, vilket visas i figur 1C. När frekvensen ökades till 0,8 MHz förändrades inte cellernas DEP-svar, eftersom de fortsatte att uppleva nDEP. Det negativa DEP-beteendet hos både MCF-7- och MCF-10A-cellinjer vid höga värden av cellsuspensionsmediumledningsförmåga överensstämmer med tidigare rapporterade studier 39,43,44. DEP-beteendet hos cellerna vid frekvenser som är högre än den första cross-over-frekvensen styrs av interaktionen mellan cytoplasmatisk konduktivitet och suspenderande lösning45,46. Å andra sidan, vid frekvenser som är lägre än den första cross-over-frekvensen, bestäms cellernas dielektriska svar av interaktionen mellan cellmembranets konduktivitet och cellsuspensionsmediet.

Baserat på resultaten som visas i figur 1 upprättades COMSOL-simuleringar. Ursprungligen kvantifierades den elektriska fältstyrkan med hjälp av denna simuleringsprogramvara, som visas i figur 2. Det kan ses att maxima av storleken på det totala elektriska fältet som genereras av två elektroder placerade sida vid sida på sorteringskanalens övre vägg ligger nära elektrodkanterna. Pilarna visar riktningen för det elektriska fältet.

Figure 2
Figur 2: Elektrisk fältstyrka. Det elektriska fältet som genereras av två elektroder placerade sida vid sida. Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Simuleringarna för att sortera MCF-7- och MCF-10A-celler ställdes in genom att hålla den applicerade AC-frekvensen fixerad vid 0,8 MHz (cross-over-frekvens) och ändra värdet på σm. Tre värden för σm valdes i enlighet med Re(K)-ytorna i figur 1. Inledningsvis, när σ m var 0,01 S/m , upplevde båda celltyperna positiv DEP, rörde sig mot området med hög elektrisk fältstyrka och flyttade ut från det övre utloppet, som visas i figur 3A. De cytoplasmatiska konduktiviteterna σcytoplasma för båda cellinjerna var högre än mediumledningsförmågan σm i detta speciella fall, vilket tvingade båda cellinjerna att röra sig närmare elektroderna högst upp på den mikrofluidiska kanalen47. DEP-svaret från MCF-10A-cellerna förändrades, och de upplevde negativ DEP, när σ m ökades till 0,4 S /m med den applicerade frekvensen fixerad till 0,8 MHz. Figur 3B visar att MCF-10A-celler rör sig till det övre utloppet, medan MCF-7-celler flyttar till det nedre utloppet. Anledningen till denna separation är att MCF-7-celler är mer polariserade jämfört med MCF-10A eftersom deras cytoplasmatiska konduktivitet σcytoplasma är större än mediumledningsförmågan σm, som visas i cellsorteringsvideon (Video 2).

Figure 3
Bild 3: Fast frekvens för cellsortering. Simulering av MCF-7 och hälsosam cellseparation över tid med DEP i den mikrofluidiska enheten som designats. MCF-7 och hälsosam cellseparation vid tre olika värden för konduktivitet hos det suspenderade mediet: (A) 0,01 S / m; b) 0,4 s/m, c) 1,2 s/m. I båda fallen var den applicerade frekvensen 0,8 MHz, den applicerade spänningen Vpp var 1,5 V och flödeshastigheten vid injektionsinloppet var 184 μm/s och 853 μm/s vid flödesfokuseringsinloppet. I simuleringen representeras MCF-7-celler och MCF-10A-celler med blå respektive röda cirklar. Klicka här för att se en större version av denna siffra.

När medelledningsförmågan ökades ytterligare till 1,2 S / m blev både MCF-7- och MCF-10A-celler båda mindre polariserbara än mediet som omger dem på grund av lägre cytoplasmatisk konduktivitet σcytoplasmavärden . Följaktligen upplevde de nDEP och flyttade bort från regioner med högt elektriskt fält, som visas i figur 3C.

Dessa resultat visar att mediets konduktivitet spelar en viktig roll för att separera MCF-7 icke-metastatiska bröstcancerceller från MCF-10A icke-tumörbröstepitelceller baserade på DEP. Dessutom, som visas i figur 3B, för att uppnå en effektiv separation måste mediets konduktivitet justeras på ett sätt som cellerna upplever antingen pDEP eller nDEP, baserat på deras respektive dielektriska egenskaper.

Slutligen undersöktes effekten av den applicerade dielektroforetiska kraften, F DEP, på sorteringsbeteendet hos båda cellinjerna genom att hålla medieledningsförmågan konstant vid 0,4 S / m. FDEP är en funktion av frekvensen för det applicerade elektriska fältet48,49, och när frekvensen för det applicerade elektriska fältet ändras, cellerna ändrar sitt DEP-beteende. Simuleringarna startades genom att ställa in frekvensen vid 100 kHz, och det observerades att både MCF-10A- och MCF-7-cellinjer upplevde nDEP och rörde sig bort från området med högt elektriskt fält mot bottenutloppet, som visas i figur 4A. När frekvensen ökades förblev DEP-beteendet för båda cellinjerna oförändrat fram till 0,8 MHz, då MCF-10A ändrade sitt DEP-beteende och gick över till pDEP-regionen. Detta är punkten med den maximala separationen mellan de DEP-svarsceller som undersöks och maximal sorteringseffektivitet, som visas i figur 4B. När frekvensen ökades till 100 MHz observerades att båda cellinjerna upplevde pDEP och rörde sig mot det övre utloppet, som visas i figur 4C. Vid högre frekvenser över 0,8 MHz började cellerna immobilisera vid kanalväggarna. Immobiliseringen av celler vid kanalväggarna kan leda till cellförlust under sorteringsprocessen, vilket i sin tur har en effekt på enhetens totala effektivitet. Effekten av dessa krafter kan också orsaka allvarlig förlust av cellviabilitet om den exponeras under en längre tid. kvantifierade effekten av DEP-krafter på en Listeria monocytogenes cellinje genom att utsätta dem för ett växelströmselektriskt fält på 5 MHz och en topp till toppspänning på 20 VPP50. Deras resultat indikerade en livskraftig cellförlust på 56% -89% när den hölls under effekten av DEP-kraft i 4 timmar. På samma sätt har DEP-krafter också rapporterats ha en effekt på cellernas rörelse när de är upphängda i ett polariserbart medium och har använts för att immobilisera celler. rapporterade en mikrofluidisk anordning med interdigiterade elektroder (IDE) som använde en AC-frekvens på 1 MHz och 20 VPP för att immobilisera jästceller51. De visade att immobilisering av deras jästceller var beroende av bildförhållandet mellan avståndet mellan deras IDE och applicerad spänning. Ökningen av bildförhållandet för IDE-avstånd resulterade i en kraftig minskning av cellimmobilisering, och för att immobilisera celler i enheter med större avstånd mellan IDE: er krävdes högre VPP. Cellimmobilisering är en önskad applikation när celler måste fångas för analys eller tillväxt. De tidigare resultaten visade tydligt att applicerad växelströmsfrekvens och spänning har en effekt på cellimmobilisering. I applikationer där sortering eller screening med hög genomströmning är det önskade resultatet resulterar cellimmobilisering i cellförlust och minskar enhetens utmatningseffektivitet.

För att kvantifiera effekten av applicerad frekvens och spänning på cellimmobilisering kördes en uppsättning simuleringar från kilohertz till megahertz frekvensområde vid en fast applicerad spänning på 1,5 VPP. Resultaten visas i kompletterande figur S4. Resultaten avslöjade att vid frekvenser i kHz-området var immobiliseringen av cellerna vid kanalväggarna mycket mindre jämfört med frekvenser i MHz-området. Eftersom DEP-kraften är direkt proportionell mot den applicerade växelströmsfrekvensen kan vi dra slutsatsen att vid hög DEP-kraft är immobiliseringen av celler mer uttalad. För denna mikrofluidiska anordning kommer det att finnas en cellförlust under sorteringen av MCF7- och MCF-10A-celler eftersom det krävs för att arbeta vid frekvenser större än 0,8 MHz. Effekten av den slumpmässiga fördelningen av celler vid inloppet undersöktes ytterligare genom att välja ett slumpmässigt fördelningsgränsvillkor. Fler cellkanalväggsinteraktioner observerades i detta fall, vilket visas i kompletterande figur 5.

Figure 4
Figur 4: Cellsortering med fast medelledningsförmåga. Effekt av frekvensen av det applicerade AC-fältet på separationen av icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) i den simulerade mikrofluidiska anordningen. (A) f = 100 KHz; B) f= 0,8 MHz, (C) f= 100 MHz. Vätskemediets konduktivitet fixerades vid σ m = 0,4 S /m . Klicka här för att se en större version av denna figur.

Dielektriska egenskaper för simulering εcytoplasma σcytoplasma
(S/m)		 εmembran σmembran
(S/m)
MCF-7 50 0.8 11 6× 10-6
MCF-10A 100 0.1 11 6
f0 800 [kHz] 1,2 x 103 Hz Frekvens för det elektriska fältet
sigma_f 0,4 [S/m] 0,8 S/m Konduktivitet för vätskemedium
epsilon_f 80 80 Vätskerelativ permittivitet
rho_f 1000 [kg/m3] 1000 kg/m³ Vätsketäthet
mu_f 1 x 10-3 [Pa·s] 0,001 Pa·s Vätskedynamisk viskositet
rho_p 1050 [kg/m3] 1050 kg/m³ Partikeltäthet
dp1 17 [μm] 1,7 x 10-5 m Partikeldiameter
dp2 16 [Umm] 1,6 x 10-5 m Partikeldiameter
sigma_p1 0,8 [S/m] 0,6 S/m Partikelledningsförmåga
sigma_p2 0,1 [S/m] 1,1 S/m Partikelledningsförmåga
epsilon_p1 50 55 Hälsosam relativ permittivitet
epsilon_p2 100 65 Cancer relativ permittivitet
sigma_s1 6 x 10-6 [S/m] 6 x 10-6 S/m Shell elektrisk ledningsförmåga
sigma_s2 6 [S/m] 6 S/m Shell elektrisk ledningsförmåga
epsilon_s1 11 11 Shell relativ permittivitet
epsilon_s2 11 11 Shell relativ permittivitet
th_s1 7 [nm] 7 x 10-9 m Skalets tjocklek
th_s2 7 [nm] 7 x 10-9 m Skalets tjocklek

Tabell 1: Driftsparametrar. Dielektriska egenskaper hos MCF-7 och MCF-10A

Video 1: En video som visar protokollstegen. Klicka här för att ladda ner den här videon.

Video 2: Cellsorteringsvideo. Klicka här för att ladda ner den här videon.

Tilläggsfil 1: De styrande ekvationerna och den teoretiska bakgrunden. Klicka här för att ladda ner den här filen.

Kompletterande figur 1: Enhetens utformning och parametrar. Mikrofluidisk enhetsdesign som markerar olika delar av enheten. Klicka här för att ladda ner den här filen.

Kompletterande figur 2: Mellanrum mellan elektroder. Klyftan mellan två patchelektroder. Klicka här för att ladda ner den här filen.

Kompletterande figur 3: Studie av nätoberoende. En nätoberoende studie som visar effekten av olika maskstorlekar på sorteringen av MCF-7- och MCF-10A-celler. A) De olika maskstorlekarna för mikrofluidanordningen, med angivande av antalet element för varje maska. Antalet element som utgör nätet ökar från grövre till finare nät. B) Sortering av MCF7- och MCF-10A-celler på olika maskstorlekar genom att alla andra driftsparametrar hålls konstanta. De fina och finare maskstorlekarna ger bäst resultat för sortering. Klicka här för att ladda ner den här filen.

Kompletterande figur 4: Cellimmobilisering och slumpmässigt fördelningstest. Simuleringar utförda för frekvenser mellan 10 KHz och 6 MHz för att validera effekten av DEP-kraft på cellimmobilisering. (A) Vid f = 10 kHz observeras ingen sortering och cellimmobilisering. (B) Vid f = 200 kHz observeras ingen sortering och cellimmobilisering. (C) Vid f = 0,8 MHz observeras sortering och cellimmobilisering vid utloppsväggarna. Klicka här för att ladda ner den här filen.

Kompletterande figur 5: Slumpmässig fördelning. Slumpmässigt fördelade partiklar vid chipets inlopp. Klicka här för att ladda ner den här filen.

Kompletterande tabell 1: Jämförelse av olika DEP-baserade mikrofluidiska sorteringsanordningar. Klicka här för att ladda ner den här filen.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Mikrofluidiska enheter har tidigare rapporterats för cellodling, fångst och sortering 47,52,53. Tillverkningen av dessa enheter i renrummet är en dyr process, och det är absolut nödvändigt att kvantifiera produktionen och effektiviteten hos en föreslagen mikrofluidisk enhet genom CFD-simuleringar. Denna studie presenterar design och simuleringar av en AC-dielektroforetisk mikrofluidisk anordning för kontinuerlig separation av icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) baserat på deras dielektriska egenskaper23.

Enheten drivs genom att applicera ett elektriskt växelströmsfält via en uppsättning av två mikroelektroder inbäddade i en enda mikrofluidisk sorteringskanal för att separera MCF-7- och MCF-10A-celler baserat på deras dielektriska egenskaper. Separationseffekten hos anordningen simulerades beräkningsmässigt för olika värden på medium konduktivitet och för ett intervall av applicerade AC-frekvenser. De optimala applicerade AC-frekvens- och mediekonduktivitetsvärdena visade sig vara 0,8 MHz respektive 0,4 S / m. En lågspänning på 1,5 Vp-p användes under simuleringarna. Det applicerade växelströmsfrekvensområdet och den applicerade spänningen är jämförbara med tidigare rapporterad litteratur23,47. Vid frekvenser över 1 MHz observerades cellimmobiliseringseffekten, vilket bör beaktas för framtida enhetsdesign och tillverkning. Vi listar denna cellimmobilisering som en begränsning av vår metod i samband med cellsorteringsapplikationer. Vi tror att cellimmobilisering vid högre frekvenser kan användas för celldifferentiering som tidigare rapporterats i litteratur54, vilket ger denna föreslagna design en ny riktning. Denna applikation skulle vara av stort intresse för forskare inom syntetisk biologi.

De kritiska stegen för korrekt implementering av detta protokoll inkluderar valet av lämpliga fysiknoder och undernoder (steg 1.5-1.9). Dessa steg utgör grunden för hela simuleringsprotokollet och hjälper till att välja parametervärden för varje celltyp, applicerad kraft och applicerad spänning. Ett annat kritiskt steg är att välja rätt ledningsförmåga för vätskemedium och tillämpad frekvens. Detta kan uppnås genom att köra ett felsökningssteg i det parametriska svepet. Det parametriska svepet av dessa två parametrar kan hjälpa till att bestämma de optimala värdena för framtida simuleringar. Slutligen är en nätoberoende studie också avgörande i samband med att välja rätt maskstorlek för framtida simuleringar. Det rekommenderas starkt att en mesh-oberoende studie utförs som ett felsökningssteg innan eventuella framtida simuleringar slutförs.

Denna studie ger det första simuleringsbaserade exemplet på inline-separation av icke-metastatiska bröstcancerceller (MCF-7) och icke-tumörbröstepitelceller (MCF-10A) baserat på deras dielektriska egenskaper. Vi tror att denna design kan implementeras ytterligare för livskraftig och icke-livskraftig cellsortering.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Författarna förklarar inga potentiella intressekonflikter.

Acknowledgments

Denna studie stöddes av Pakistans högre utbildningskommission.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
COMSOL COMSOL multiphysics simulation software

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Liang, L., et al. Microfluidic-based cancer cell separation using active and passive mechanisms. Microfluidics and Nanofluidics. 24 (4), 26 (2020).
  2. Damiati, S., Kompella, U. B., Damiati, S. A., Kodzius, R. Microfluidic devices for drug delivery systems and drug screening. Genes. 9 (2), 103 (2018).
  3. Pashayan, N., et al. Personalized early detection and prevention of breast cancer: ENVISION consensus statement. Nature Reviews Clinical Oncology. 17 (11), 687-705 (2020).
  4. Panesar, S., Neethirajan, S. Microfluidics: Rapid diagnosis for breast cancer. Nano-micro Letters. 8 (3), 204-220 (2016).
  5. Chen, J., Li, J., Sun, Y. Microfluidic approaches for cancer cell detection, characterization and separation. Lab on a Chip. 12 (10), 1753-1767 (2012).
  6. Beech, J. P., Holm, S. H., Adolfsson, K., Tegenfeldt, J. O. Sorting cells by size, shape and deformability. Lab on a Chip. 12 (6), 1048-1051 (2012).
  7. Kang, Y., Li, D. Electrokinetic motion of particles and cells in microchannels. Microfluidics and Nanofluidics. 6 (4), 431-460 (2009).
  8. Schmid, L., Weitz, D. A., Franke, T. Acoustic microfluidic fluorescence-activated cell sorter. Lab on a Chip. 14 (19), 3710-3718 (2014).
  9. Yu, B. Y., Elbuken, C., Shen, C., Huissoon, J. P., Ren, C. L. An integrated microfluidic device for the sorting of yeast cells using image processing. Scientific Reports. 8, 3550 (2014).
  10. Asiaei, S., Darvishi, V., Davari, M. H., Zohrevandi, D., Moghadasi, H. Thermophoretic isolation of circulating tumor cells, numerical simulation and design of a microfluidic chip. Journal of Thermal Analysis and Calorimetry. 137 (3), 831-839 (2019).
  11. Song, Y., Li, M., Pan, X., Wang, Q., Li, D. Size-based cell sorting with a resistive pulse sensor and an electromagnetic pump in a microfluidic chip. Electrophoresis. 36 (3), 398-404 (2014).
  12. Giraud, G., et al. Dielectrophoretic manipulation of ribosomal RNA. Biomicrofluidics. 5 (2), 024116 (2011).
  13. Valero, A., Braschler, T., Demierre, N., Renaud, P. A miniaturized continuous dielectrophoretic cell sorter and its applications. Biomicrofluidics. 4 (2), 022807 (2010).
  14. Allahrabbi, N., Chia, Y. S. M., Saifullah, M. S. M., Lim, K. M., Lanry Yung, L. Y. A hybrid dielectrophoretic system for trapping of microorganisms from water. Biomicrofluidics. 9 (3), 034110 (2015).
  15. Vykoukal, D. M., Gascoyne, P. R. C., Vykoukal, J. Dielectric characterization of complete mononuclear and polymorphonuclear blood cell subpopulations for label-free discrimination. Integrative Biology: Quantitative Biosciences from Nano to Macro. 1 (7), 477-484 (2009).
  16. Shim, S., et al. Antibody-independent isolation of circulating tumor cells by continuous-flow dielectrophoresis. Biomicrofluidics. 7 (1), 11807 (2013).
  17. Jeon, H. J., Lee, H., Yoon, D. S., Kim, B. M. Dielectrophoretic force measurement of red blood cells exposed to oxidative stress using optical tweezers and a microfluidic chip. Biomedical Engineering Letters. 7 (4), 317-323 (2017).
  18. Song, H., et al. Continuous-flow sorting of stem cells and differentiation products based on dielectrophoresis. Lab on a Chip. 15 (5), 1320-1328 (2015).
  19. Tsai, S. L., Chiang, Y., Wang, M. H., Chen, M. K., Jang, L. S. Battery-powered portable instrument system for single-cell trapping, impedance measurements, and modeling analyses. Electrophoresis. 35 (16), 2392-2400 (2014).
  20. Chan, J. Y., et al. Dielectrophoresis-based microfluidic platforms for cancer diagnostics. Biomicrofluidics. 12 (1), 011503 (2018).
  21. Patel, S., et al. Microfluidic separation of live and dead yeast cells using reservoir-based dielectrophoresis. Biomicrofluidics. 6 (3), 34102 (2012).
  22. Yildizhan, Y., Erdem, N., Islam, M., Martinez-Duarte, R., Elitas, M. Dielectrophoretic separation of live and dead monocytes using 3D carbon-electrodes. Sensors. 17 (11), 2691-2704 (2017).
  23. Piacentini, N., Mernier, G., Tornay, R., Renaud, P. Separation of platelets from other blood cells in continuous-flow by dielectrophoresis field-flow-fractionation. Biomicrofluidics. 5 (3), 34122 (2011).
  24. Zhao, K., Duncker, B. P., Li, D. Continuous cell characterization and separation by microfluidic alternating current dielectrophoresis. Analytical Chemistry. 91 (9), 6304-6314 (2019).
  25. Valero, A., et al. Tracking and synchronization of the yeast cell cycle using dielectrophoretic opacity. Lab on a Chip. 11 (10), 1754-1760 (2011).
  26. Demierre, N., Braschler, T., Muller, R., Renaud, P. Focusing and continuous separation Of cells in a microfluidic device using lateral dielectrophoresis. International Solid-State Sensors, Actuators and Microsystems Conference. 430 (98), 1777-1780 (2007).
  27. Arslan, Z. C., Yalçın, Y. D., Külah, H. Label-free enrichment of MCF7 breast cancer cells from leukocytes using continuous flow dielectrophoresis. Electrophoresis. 43 (13-14), 1531-1544 (2022).
  28. Turcan, I., Olariu, M. A. Dielectrophoretic manipulation of cancer cells and their electrical characterization. ACS Combinatorial Science. 22 (11), 554-578 (2020).
  29. Park, J., et al. Sequential cell-processing system by integrating hydrodynamic purification and dielectrophoretic trapping for analyses of suspended cancer cells. Micromachines. 11 (1), 47 (2020).
  30. Hussein, M., et al. Breast cancer cells exhibits specific dielectric signature in vitro using the open-ended coaxial probe technique from 200 MHz to 13.6 GHz. Scientific Reports. 9, 4681 (2019).
  31. Fornes-Leal, A., Garcia-Pardo, C., Frasson, M., Pons Beltrán, V., Cardona, N. Dielectric characterization of healthy and malignant colon tissues in the 0.5-18 GHz frequency band. Physics in Medicine and Biology. 61 (20), 7334-7346 (2016).
  32. Çetin, B., Li, D. Dielectrophoresis in microfluidics technology. Electrophoresis. 32 (18), 2410-2427 (2011).
  33. Khan, S., Khulief, Y. A., Al-Shuhail, A. A. Effects of reservoir size and boundary conditions on pore-pressure buildup and fault reactivation during CO2 injection in deep geological reservoirs. Environmental Earth Sciences. 79, 294 (2020).
  34. Adams, T. N. G., Turner, P. A., Janorkar, A. V., Zhao, F., Minerick, A. R. Characterizing the dielectric properties of human mesenchymal stem cellsand the effects of charged elastin-like polypeptide copolymer treatment. Biomicrofluidics. 8 (5), 054109 (2014).
  35. Lo, Y. J., et al. Measurement of the Clausius-Mossotti factor of generalized dielectrophoresis. Applied Physics Letters. 104, 083701 (2014).
  36. Lo, Y. J., Lei, U. Measurement of the real part of the Clausius-Mossotti factor of dielectrophoresis for Brownian particles. Electrophoresis. 41 (1), 137-147 (2020).
  37. Ohta, A. T., et al. Optically controlled cell discrimination and trapping using optoelectronic Tweezers. IEEE Journal of Selected Topics in Quantum Electronics. 13 (2), 235-242 (2007).
  38. Sun, T., Morgan, H. Single-cell microfluidic Impedance cytometry. Microfluidics and Nanofluidics. 8 (4), 423-443 (2010).
  39. Weng, P. Y., et al. Size-dependent dielectrophoretic cross-over frequency of spherical particles. Biomicrofluidics. 10 (1), 1909-1921 (2016).
  40. Lu, Y. W., Sun, C., Kao, Y. C., Hung, C. L., Juang, J. Y. Dielectrophoretic cross-over frequency of single particles: Quantifying the effect of surface functional groups and electrohydrodynamic flow drag force. Nanomaterials. 10 (7), 1364 (2020).
  41. Henslee, E. A., Sano, M. B., Rojas, A. D., Schmelz, E. M., Davalos, R. V. Selective concentration of human cancer cells using contactless dielectrophoresis. Electrophoresis. 32 (18), 2523-2529 (2011).
  42. Chan, J. Y., et al. Dielectrophoresis-based microfluidic platforms for cancer diagnostics. Biomicrofluidics. 12 (1), 11503-11525 (2018).
  43. Gascoyne, P. R. C., Shim, S. Isolation of circulating tumor cells by dielectrophoresis. Cancers. 6 (1), 545-579 (2014).
  44. Liang, W., et al. Determination of dielectric properties of cells using ac electrokinetic-based microfluidic platform. Micromachines. 11 (5), 513-537 (2020).
  45. Frusawa, H., et al. Frequency-modulated wave dielectrophoresis of vesicles and cells periodic U-turns at the crossover frequency. Nanoscale Research Letters. 13 (169), 2583-2589 (2018).
  46. Wei, M. T., Junio, J., Ou-Yang, D. H. Direct measurements of the frequency-dependent dielectrophoresis force. Biomicrofluidics. 3 (1), 12003 (2009).
  47. Mustafa, A., Pedone, E., Marucci, L., Moschou, D., Lorenzo, M. D. A flow-through microfluidic chip for continuous dielectrophoretic separation of viable and non-viable human T-cells. Electrophoresis. 43 (3), 501-508 (2021).
  48. Wang, L., et al. Dual frequency dielectrophoresis with interdigitated sidewall electrodes for microfluidic flow-through separation of beads and cells. Electrophoresis. 30 (5), 782-791 (2021).
  49. Alazzam, A., Mathew, B., Alhammadi, F. Novel microfluidic device for the continuous separation of cancer cells using dielectrophoresis. Journal of Separation Science. 40 (5), 1193-1200 (2017).
  50. Yang, L., Banada, P. P., Bhunia, A. K., Bashir, R. Effects of dielectrophoresis on growth viability and immuno-reactivity of listeria monocytogenes. Journal of Biological Engineering. 2, 6 (2008).
  51. Matbaechi, H., Soltani, P., Hölzel, R., Wenger, C. Dielectrophoretic immobilization of yeast cells using CMOS integrated microfluidics. Micromachines. 11 (5), 501-518 (2020).
  52. Mustafa, A., Pedone, E., La Regina, A., Erten, A. A., Marucci, L. Development of a single layer microfluidic device for dynamic stimulation, culture and imaging of mammalian cells. bioRxiv. , (2022).
  53. Mustafa, A., et al. Enhanced dissolution of liquid microdroplets in the extensional creeping flow of a hydrodynamic trap. Langmuir. 32 (37), 9460-9467 (2016).
  54. Chang, H. F., Chou, S. E., Cheng, J. Y. Electric-field-induced neural precursor cell differentiation in microfluidic devices. Journal of Visualized Experiments. (170), e61917 (2021).

Tags

Teknik utgåva 186
Mikrofluidisk anordning för separation av icke-metastatiska (MCF-7) och icke-tumör (MCF-10A) bröstcancerceller med AC-dielektrofores
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

ur Rehman, A., Zabibah, R. S.,… More

ur Rehman, A., Zabibah, R. S., Kharratian, S., Mustafa, A. Microfluidic Device for the Separation of Non-Metastatic (MCF-7) and Non-Tumor (MCF-10A) Breast Cancer Cells Using AC Dielectrophoresis. J. Vis. Exp. (186), e63850, doi:10.3791/63850 (2022).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter